磁共振的基本原理

磁共振基本原理

磁共振成像的依据是与人体生理、生化有关的人体组织密度对核磁共振的反映不同。要理解这个问题，就必须知道核磁共振和核磁共振的特性。

一、核磁共振与核磁共振吸收的宏观描述

由力学中可知，发生共振的条件有二: 一是必须满足频率条件，二是要满足位相条件。 原子核是自旋的，它绕某个轴旋转（颇像个陀螺）。旋转时产生一定的微弱磁场和磁矩。将自旋的原子核放在一个均匀的静磁场中，受磁场作用，原子核的自旋轴会被强制定向，或与磁场方向相同，或与磁场方向相反。重新定向的过程中，原子核的自旋轴将类似旋转陀螺般的发生进动。不同类的原子核有不同的进动性质，这种性质就是旋转比（非零自旋的核具有特定的旋转比），用γ表示。进动的角频率ω一方面同旋转比有关；另一方面同静磁场的磁场强度 B 有关。其关系有拉莫尔（Larmor）公式（ω又称拉莫尔频率） :

ω=γ·B (6-1) 静磁场中的原子核自旋时形成一定的微弱势能。当一个频率也为ω的交变电磁场作用到自旋的原子核时，自旋轴被强制倾倒，并带有较强的势能；当交变电磁场消除后，原子核的自旋轴将向原先的方向进动，并释放其势能。这种现象就是核磁共振现象（换言之，当电磁辐射的圆频率和外磁场满足拉莫尔公式时，原子核就对电磁辐射发生共振吸收），这一过程也称为弛豫过程，释放势能所产生的电压信号就是核磁共振信号．也被称为衰减信号（FID）。显然，核磁共振信号是一频率为ω的交变信号，其幅度随进动过程的减小而衰减。

图6-1表示几种原子核的共振频率与磁场强度的关系。这些频率是在电磁波谱的频带之内，这样的频率大大低于 X 线的频率，甚至低于可见光的频率。可见它是无能力破坏生物系统的分子的。在实际情况下，由于所研究的对象都是由大量原子核组成的组合体，因此在转入讨论大量原子核在磁场中的集体行为时，有必要引人一个反映系统磁化程度的物理量来描述核系统的宏观特性及其运动规律。这个物理量叫静磁化强度矢量，用 M表示。由大量原子核组成的系统，相当于一大堆小磁铁，在无外界磁场时，原子核磁矩μ的方向是随机的，系统的总磁矩矢量为

（6-2）

如果在系统的 Z 轴方向外加一个强静磁场B。，原子核磁矩受到外磁场的作用，在自身转动的同时又以 B。为轴进动，核磁矩取平行于 BO 的方向。按照波尔兹曼分布，在平衡状态下，处于不同能级的原子核数目不相等，使得原子核磁矩不能完全互相抵消，从而有

（6-3）

此时可以说系统被磁化了，可见 M 是量度原子核系统被磁化程度的量，是表示单位体积中全部原子核磁矩的矢量和。

图6-1几种原子核的共振频率与磁场强度的关系

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系统的核是大量的，位相是随意的，所以位相的分布是均匀的。图6-2 ( a）是把系统中所有相同进动位相的核的矢量和用一箭头表示，并平移到坐标的O点，由于核进动位相分布服从统计规律，所以其各向进动的核的矢量和用相同长短的箭头表示，这就构成上下两个圆锥，图中M＋表示处于低能级进动核数在 Bo方向的矢量和M-表示高能级核数在Bo反方向的矢量和，因低能级核数略多于高能级，所以 M + > M - , M + M-方向相反，所以系统出现平行于Bo的净磁化强度 Mo，用黑箭头表示，见图6-2 ( b）。由于M +、M -的位相分布是均匀和对称的，它们在XY平面上的投影互相抵消，所以在垂直于Z轴方向上的分量，即横向分量Mxy就等于0，也就是说系统在平衡态时的核磁化强度矢量 M0就等于纵向分量Mz 。

图 6-2 核系统核磁矩矢量和

设固定坐标系统XYZ的Z轴和旋转坐标系统 X 'Y 'Z'的 Z'轴重合， X ' Y' 绕 Z 轴旋转，当在 Z轴方向施加一个静磁场 Bo，同时又引人一个旋转电磁场，它的磁矢量B1 就在 X' 轴上，角速度矢量ω的方向沿着Bo相反的方向，即ω /γ与 Bo方向相反。当 B1在 XYZ 坐标系统中以角速度ω旋转,X 'Y' Z' 坐标也以相同的角速度ω旋转，若旋转电磁场（图 6-3）的圆频率ω等于核系统磁化强度矢量 M 的进动频率ωo，即此时静磁场Bo与ω／y 完全相互抵消，只剩下在 X'轴上的磁场B1，又叫有效磁场。

（6-4）

此时 X ' Y' Z' 坐标系统中的B1；就相当于是作用在 M 上的静磁场，所以 M 又绕着 B1场进动，其进动的角速度Ω=γB1（Ω为单位时间内 M 矢量在 X ' Y' Z'坐标系统中旋转的角度），即

(6-5)

式中θ表示在 tp时间内 M 绕B1 转过的角度。

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图6-3 旋转磁场的运动

由上可见，只要在Bo的垂直方向施加一旋转磁场B1 ，核磁化矢量M与静磁场 Bo方向的偏转角就要不断增大，见图6-4 ( a）。增大的速度取决于B1与tp。如果射频脉冲的持续时间和强度使M转动一个角度θ（θ角射频脉冲见图 6-4 ( b )）。 M 正好转到 XY 平面上，则称为司π/2脉冲，见图 6-5 ( b）。

图 6-4 θ角度的射频脉冲

从 XYZ 坐标系统来看 M 的运动，这时M 以Ω的角速度绕石 B1进动的同时，又以ω的角速度绕Bo进动，其总的运动就呈现如图6-5 (a）的锥形转动，由 M的顶端划出一个球形的螺旋线，这是一个吸收能量的过程。

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图6-5 π/2射频脉冲

二、弛像过程与自由感应衰减信号

核系统在平衡状态时，其磁化强度矢量M在Bo方向的分量Mz=Mo，而在 XY平面上的横向分量Mxy=0。如果在Bo垂直方向施加一激发脉冲，Mo就要偏离平衡位置一个角度，因而处于不平衡状态；此时Mz≠Mo 。Mxy≠0，当激发脉冲停止作用后，M 并不立即停止转动，而是逐渐向平衡态恢复，最后回到平衡位置，这一恢复过程称为弛豫过程，这是一个释放能量的过程。

假设分量Mz,Mxy 向平衡位置恢复的速度与它们离开平衡位置的程度成正比，于是这两个分量的时间导数可写成

公式中的负号表示弛豫过程是磁化强度矢量变化的反过程。解之得

式中Mxy（ max ）为弛豫过程开始时横向磁化矢量城Mxy的最大值。Tl

物质特性而异的时间常数。它们也是磁共振成像的重要参数。从式（ 6-8 ）和式（ 6-9 ）可知，恢复到平衡状态时Mz、Mxy 是同时进行的两个过程，两个特征量 T1、T2具有时间的量纲，称为弛豫时间。由图6-6还可以看出，Mz、Mxy）的恢复服从指数规律。

1 ．弛豫时间

在弛豫过程中，原子核的自旋不断地与周围环境（晶格）进行着热交换，以达到能量平衡。这个弛豫时间称为自旋-晶格弛豫时间，即 T1。因为这个过程是以磁化矢量在Z轴上的纵向分量逐渐恢复为标志的，所以又称为纵向弛豫时间。

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图6-6 M的弛豫过程

（a）自旋-晶体弛豫（b）自旋-自旋弛豫

T1弛豫时间与核磁共振成像系统所采用的发射和接收频率，即拉莫尔频率有关，而拉莫尔频率与静磁场有关，因而T1弛豫时间与成像系统静磁场Bo的大小有关。

实验已证实组织中水的氢核在各种正常器官中或是正常组织与异常组织之间， T1都有很大的区别，都有一定的Tl值范围。

在弛豫过程中，自旋的原子核系统内部也在不断地进行着热交换，以达到能量平衡。这个弛豫时间称为自旋-自旋弛豫时间，即T2。在这个过程中，系统本身的能量不变。但由于原子核同时受外加静磁场 Bo和附近核的磁矩影响，从而其进动频率稍有不同，且均匀地分布于 XY平面上，矢量和等于零。这一过程是以垂直 Z轴上的磁化分量由大变小最终为零为标志的，所以称为横向弛豫时间。

由图 6-6（b）可见，T2定义为水平磁化矢量Mxy减少到其最大值（90度脉冲作用后的瞬时值）的37％时所需要的时间。

在理想的均匀磁场中，所有核的进动频率都应是相同的，并一致地以外磁场为轴进动。但是由于磁场均匀性很难做得十分理想，加之组织内磁核产生的局部磁场都会对进动中的核产生影响，使各核磁矩以稍不同的频率进动。这种共振频率的分散性导致各小磁矩具有不同的进动相位，从而引起水平磁化强度的衰减。

一般来说，T2不受施加到组织上的磁场强度的影响。一般清况下，Bo空间不均匀性造成的Mxy减小更明显，因而实际所观察到的是T2，即

(6-10)

其中△ Bo为 Bo的偏差量。可见 Mxy在Bo不均匀的情况下衰减得更快。

以上分析表明， Tl 和T2参数反映了’H 核与周围原子间的相互作用的程度大小，因而反映了物质的结构特性 ― ' H 核的分布和其周围的化学环境，这是磁共振成像揭示生物体生理、生化改变的物理基础。

2 ．自由感应衰减信号 F I D

只要施加于受检体的射频脉冲 B1 ，存在时，核磁化矢量 M 围绕 B1 ；的进动角度 θ便继续增大， M 在义 XY 平面中将会产生一个分量Mxy，当射频脉冲关断以后，由于核自旋之间和核自旋与晶格之间进行能量交换，产生纵向弛豫和横向弛豫，使核自旋从射频脉冲吸收的能量又放出来。从宏观上看，M 继续围绕Bo以ω=γBo的频率进动，但它在 XY 平面上的投影 M xy随时间越来越小，最后等于零，其运动轨迹见图6一7 。当在 X 或 Y 轴方向设有一接收线圈，这个线圈可以是发送射频脉冲的同一线圈或单独的接收线圈，由于Mxy在线圈轴线上转动，相当于线圈内磁场方向的变化，于是在线圈两端感应出一个很小的电动势。这个电动势就是NMR信号，叫自由感应衰减信号（ free induction decay signal ）。

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图6-7 π/2脉冲的FID信号

FID信号的强度按指数规律衰减，其衰减快慢由 T1 、T2决定，同时还与所研究区域的核自旋密度ρ有关。 FID 信号是磁共振成像系统的信号源。

3. BIoch 方程和化学位移

以上从核系统的 Larrnor进动和弛豫过程说明了磁共振原理。但是应该强调指出，磁化强度矢量 M 在RF场作用下发生自旋翻转和弛豫是同时进行的两个过程。只要 M 偏离Bo场方向就有弛豫过程存在，在检测线圈中测得的磁矢量变化信号是该系统 MR 信号的宏观表现。而且RF 场 B1一经开启，自旋翻转也就存在。为了全面说明核磁共振和弛豫过程，下面给出Bloch 方程的数学表达式。Bloch 方程的微分形式为

(6-11

)

其中Mx、My、Mz分别为磁化强度矢量M在 X 、Y 、Z 轴上的投影。方程组说明了处于静磁场Bo中受到RF激励的原子核系统具有的弛豫过程的规律。 Bo场作用产生Larmor 进动，方程中的第二部分精确描述了这一特点。 RF 场作用使核系统产生共振吸收，同时产生弛豫过程。式（ 6- 11 ）全面描述了核系统的状态。

除了核系统中的核密度，弛豫时间 T 1、T2 外，影响MR信号检测的因素还有化学位移、流体的流速等。所谓化学位移是指在不同化学环境中的相同原子核在外磁场作用下表现出稍有不同的共振频率的现象。

在分析原子核进动过程中，已证明对同一种原子核共振频率是一定的。如果固定电磁波发射频率£，当调整到同一磁场强度Bo时都应发生共振吸收，但实际情况并非如此。当把某一化合物放人磁场中将发现，在信号检测分辨力十分高的情况下，不同种类化学键上的原子会产生不同频率的磁共振信号。这是因为原子核不是孤立存在的，而是被核外带磁性的电子层所包围。也就是说，某些原子核具有不同的电子环境，围绕着原子核旋转的电子不同程度地削弱了施加在自旋或进动着的原子核上的磁场强度（图6-8) ，若固定外加磁场的大小，周围电子云较薄的氢原子经受的局部磁场强度 Bo较高，根据 Larmor 公式，它的共振频率； 较高；电子云较厚的氢原子的局部磁场强度 B''o较弱，它的共振频率也较低。原子核的电子环境不同，核外的电子结构也不同，由此而产生的磁屏蔽的强度也有所不同。用δ表示电子云对磁场强度减弱的作用。当然也可以固定 RF电磁波的频率 £0 ，若要满足 Larmor关系，就要使外加磁场稍微增加一些，以克服电子云屏蔽的影响，才能达到共振。受核外电子云影

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响所产生的有效磁场强度可用式（6-12）表示：

(6-12)

式（6-14）表明化学位移是相对于某个标准物质进行测量的。对质子来说，常用的标准物质是四甲基硅烷（CMS）。

图 6-8 （a）、（b）为经历不同点子环境的原子核; （c）为磁共振波普；νo为不考虑屏蔽影响时

的原子核进动频率 ν'和ν''为原子核在不同环境时的共振频率

化学位移是一个相对量，没有方向性，常根据习惯选定一参考值作为零点。图 6-9是甲醇的核磁共振波谱。因甲醇（CH3OH）的CH3 践和OH的质子所处的化学环境不同，它们在波谱上的位置就不同，两条分开的谱线分别代表 OH 和CH3，其化学位移约为1ppm，可以用计算这一谱线所覆盖的面积的方法测定核磁共振的信号强度，它正比于原子核的密度。在图 6-9中两条谱线下面的面积之比约为 3 : 1，即相当于质子数目之比。在物质化学结构的分析方面，磁共振波谱学是重要的研究领域，其基本原理就是利用了共振核的化学位移挣性。

从利用物质的化学位移产生磁共振的意义上来说，也可以据此实现成像；但从正常磁共振信号的检测来说，化学位移也是图像中伪像的来源。

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图6-9 甲醇的核磁共振波谱和积分曲线

二、 磁共振成像原理

核磁共振原理是磁共振成像的基础。但要由 MR 信号构成一幅磁共振图像需要解决许多复杂的技术问题，比如采集磁共振信号的方法，人体断层面的选择， FID 信号的处理和用采集到的数据重建断层图像的方法等等。

在 X 线－CT中，被照物体和每个检测器之间的空间位置是一一对应的，通过检测 X 线在人体的吸收衰减，反映断层面的空间位置。但在 MR 成像中，是通过接收磁共振系统发出的 FID 信号作为信号源，再通过适当的变换进行图像重建的。磁共振图像的成像流程如下图所示：

• 由核磁共振原理知道，原子核系统的核磁共振是在特定频率（£）的射频脉冲作用下产生

的，当射频脉冲停止后核系统产生弛豫，在与静磁场 Bo垂直的方向上放置的线圈将接收到

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FID 信号。无论在核的共振吸收阶段，还是在核的弛豫过程中，核的进动都遵从Larmor公式的规律即ωo＝γBo。当静磁场Bo一定时，包含在Bo场中的同种核将以相同的频率进动，接收到的 FID信号将是频率为ωo的衰减正弦振荡。可以利用一个90°脉冲和随后的180°，脉冲获得这个FID信号。

在一个被选的平面上，像点是由X、Y 两个坐标表示的。当加上 RF射频脉冲后，从预备阶段进人到进展阶段，梯度场开始作用。然后，分别加上两个梯度场（X轴方向的梯度场Gx , Y轴方向的梯度场Gy）中的一个，这样先加的场开始作用（如Gx），在 tx 秒后切断Gx，再加Gy。于是在ty（检测阶段）时间内就收到了自感应衰减信号。此时，对样本施以频率编码脉冲，就可得到与编码一一对应的检测信号，即检测到的信号（两个方向的信号叠加）是空间位置的函数。

为消除相散，让两相位差为 90 °，这样在 ty

可见，经过 X 的质子密度仅与一个频率有关，且与惟一的相位角øx联系。所以说，通过傅里叶变换就实现了信号的采集。

图6-10（a）显示出了XY平面中水平方向上分布的两点A和B，线性梯度磁场沿X方向分布。所谓梯度磁场是指每单位长度上的磁场强度是线性递增的，即磁场沿直角坐标系中某坐标方向上呈线性变化，例如沿 X 方向的梯度场应满足Gx(t) ＝əB/əy =常数。同理，沿 Y方向分布的梯度场Gy（t）= əB/əy＝常数，沿z方向分布的梯度场为Gz（t) = əB/əy＝常数。由Larmor 公式可知，在梯度磁场方向上，组织中的质子的共振频率将与物体在磁场中的位置有关。原点处经历的静磁场为Bo．A点经历的静磁场为 Bo-Δ B , B点经历的静磁场为Bo+△B ，Δ B为磁场增量。由 Larmor公式可知，A点自旋质子将以ωA=γ(Bo-△B）进动，B点自旋质子将以Ωa=γ(Bo+△B）进动。以 90°-180°脉冲激励该核系统后，在适当位置的线圈中接收到的 FID信号如图 6-10上图所示，该信号是频率的函数，经过傅里叶变换得到该信号的频谱分别为ω处的两个谱峰。这说明，在梯度磁场的作用下，沿梯度场方向获得的信号频谱对应着物体的空间位置，即频率编码了物体的空间位置。再看图 6-10 , A 、B两点经历相同的静磁场 Bo而沿Y方向没有梯度场，该物体产生的 FID 信号的傅里叶变换只在ωo（γBo）处有一谱峰。这个例子说明，沿梯度场方向分布的物体可以通过 FID 信号的傅里叶变换区分他们的空间位置，而在同一磁场强度作用下分布的物体则不能区分。

（一）、层面选择

MRI的目的是获得人体某断面的图像，而层面的位置、层面的方向（矢状面、横断面、冠状面）、层面的厚度可由操作人员进行选择。有两种方法可以实现层面选择。最常用的方法是在信号采集过程中通过某方向的RF脉冲激励来达到选择层面的目的；另一种方法也称三维成像。实际上是在图像重建过程中完成层面选择的。

设静磁Bo与 Z轴同方向，利用 Z 方向的梯度磁场实现横断面的选择（图 6-11 ) , 如沿人体 Z 方向各个横断面经历的静磁场是不同的，只有满足 Larmor 公式的射频脉冲能量才能被特定层面的自旋磁矩所吸收。根据这一特点，以窄带射频脉冲激励作为层面选择的条件。由此可见，受检体各个层面的位置可以通过改变即脉冲的频率来标定。在实际 MR 成像中，欲成像的物体是一个断层面 △ Z ，在该面内质子经历的梯度磁场并非完全一样，因此对层面内 FID 信号傅里叶变换的结果将是一个频带。这说明在梯度磁场的作用下，沿梯度场方向获得的信号频谱对应着物体的空间位置，即频率编码了物体的空间位置。

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图 6-10 xy平面内两点A、B在梯度磁场作用下产生的自旋回波信号及其傅里叶变换结果

（a）x轴加在梯度磁场Gy （b)y轴加在梯度磁场

Gy

图6-11 三维被检体在Z方向梯度场作用下选择层面△ Z与RF带宽之间的关系

（二）、投影重建

可以利用如X线-CT同样的反投影重建方法，通过改变梯度磁场的方向，获得若干组FID 10

信号的频率值和幅度值，通过反投影即可重建图像。

设被检体某断层如图 6-12所示，被检体在该特定平面上的空间像素分布为£（x ，y），在 X 方向加人梯度磁场 Gx ，该梯度磁场与 X 轴的夹角为 θ。在梯度场内各点的磁场强度不同，沿梯度方向分布的组织的共振频率不同，由于共振频率ω正比于磁场强度，于是得到的投影曲线的横坐标（ω）就和其沿梯度的位置一一对应。对于恒定的梯度磁场，只要适当选取投影共振曲线横坐标轴的尺度，就可以实现这一对应。这时检测到的共振信号的投影数据强度P（x，θ）将与对应于ω的 X 处物体质子密度沿 Y 方向的积分相等。

(6-18)

由图可见xoy坐标系固定在受检体上，而 XOY 坐标系与梯度场同方向，XOY坐标系是在xoy坐标系基础上旋转θ角。因此根据坐标变换有

(6-19)

P（ x ，θ）投影信号是检测到的 MRI 沿θ方向的分布。尽管由于梯度场的作用，P（ x ，θ）与一定的共振频率相对应，但检测到的投影信号只是θ角和时间 t 的函数。为了求出投影信号与对应频率的关系．进行二维傅里叶变换。其傅里叶变换表达式为

(6-20)

在上式中，为了说明梯度场的变化对投影信号傅里叶变换的影响，引人了（ε，ŋ）坐标参数，（ε，ŋ）与田和口的关系如图 6-12 所示。

由式（6-18）可知，P（x ，θ）给出了物体自旋分布沿 X 方向的一维信息，但没有给出 Y 方向的自旋信息分布，因此从投影信号．P（x , θ）还不能还原出物体的质子分布£（ x ，y）。为此，需要使梯度场旋转一系列角度，再重复如上过程，就可以得到一系列的P1 ( x ,θ) , P 2（x，θ) „ „ 投影曲线。当获得的投影曲线足够多时，通过对每条投影曲线的傅里叶变换 F （ε，ŋ）再进行傅里叶反变换即可获得整个物体的质子分布f(x , y) ，就得到了所需要的图像。对（ 6-20 ）式取得傅里叶反变换的表达式为

(6-21)

利用图 6-12 所示的坐标变换将式（ 6-21 ）改写为极坐标形式有

(6-22)

上式由直角坐标系转变为极坐标系时利用了εx＋ŋy＝ωX（因为 x = X cosθ-Ysinθ， y = Xsinθ十Ycosθ, ε=ωcosθ,ŋ=ωsinθ），因此ej(εx+ ŋy)=ejmx。式（6-22 ）表明，利用测得的投影信号P（ x ，θ），梯度场每旋转一个角度 △x，通过如上的二维傅里叶反变换就得到一幅质子分布图像£i（ x , y ) ，这如同 X 线一CT成像中某一方向投影信号的反投影形成的均匀涂抹图像。当梯度场旋转了足够次的△θ后，每一次反投影的图像£i（ x ，y )叠加起来（即对 dθ取积分）就得到了所需求的f( x ，y）图像。当然，这样形成的 MR 图像也存在着 X 线-CT 反投影重建图像中存在的伪像问题，同样可以在 MR 图像重

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建中先选择适当的滤波函数对投影信号卷积，以消除简单反投影引起的图像模糊现象。

图6-12 投影重建图像原理

MR 的二维傅里叶变换成像法基本内容是：通过 Z方向的 RF 脉冲激励选择层面，为了区分层面内各个像素，再利用层面 XY 方向加人的梯度场对 X 、 Y 方向像素进行编码以获得 FID 信号（或称投影信号），经二维傅里叶反变换获得像素的质子密度，Tl、T2 弛豫时间的空间分布，进而重建 MR 图像。

设静磁场为Bo沿轴方向分布，人体长轴与静磁场Bo方向平行。欲选择的层面为横断面时，梯度磁场应取 Z方向分布。当欲选择的层面为矢状断层时，层面选择梯度磁场应取Gx 分布；当选择的层面为冠状断层时，层面选择梯度磁场应取Gy分布。

1 ．相位编码和频率编码

MR数据采集是通过逐次改变 x方向梯度场的扫描角度得到一组 FID 信号，再经傅里叶反变换得到选择的层面内每个像素的质子密度分布而重建图像。在二维傅里叶变换成像方法中是以相位编码和频率编码来实现这种旋转扫描的。

所谓相位编码（phase encoding )，就是利用梯度磁场造成各个像素的体积元的质子进动相位不同，以相位差标定各像素体积元的空间位置。当引起共振的射频脉冲终止后，由于受激励的层面磁场的不均匀性和相邻磁核产生的小磁矩的影响，以相同频率共振的磁矩可能会有不同的进动方向，即相位差。利用某方向施加的梯度场对体素磁化强度的这种相位特点进行编码，实现各体积元的位置识别，这就是相位编码的含义。

现假设每个体素的磁化强度相同（矢量幅度相同），每个磁化矢量都以相同的频率进动。开始时各矢量相位相同（都朝上），因此，所有体素都产生相同的MR信号。当加人y方向梯度磁场后，处于上部的体素比处于下部的体素经历更强的磁场，从而导致上部各磁化矢量比下部磁化矢量有更快的进动频率，因此，各磁化矢量之间将产生相位差。由此而产生的相位变化与磁场矢量在垂直方向（y）上的位置有关。该梯度磁场作用时间很短。当关闭梯度场后，所有体素再次置于相同的外磁场中，磁化矢量又以相同的频率进动，但各磁化矢量因梯度场产生的相位移却保留了下来。从这个意义上讲，相位编码是以梯度磁场对选择层面内各行间体素的相位进行标定，实现行与行之间体素的位置识别的。相位编码的方向也是可以任意选择的。选择相位编码的方向应考虑的主要问题是：运动产生的伪像和图像重叠失真。

在每次数据采集周期中，相位编码梯度只瞬间接通。且在各数据采集周期中．施加的梯度场的强度各不相同。这如同X线-CT采集数据运用的平移一旋转或旋转一旋转扫描方式的功能。在 MR 图像重建中，沿相位编码方向排列的像素个数决定了为实现重建图像所需的数

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据采集周期的重复次数。如果要得到一幅128x128个像素的二维图像，即图像矩阵（沿相位编码方向）为128行，则数据采集周期必须至少重复 128 次。这是影响磁共振成像速度的主要因素。如果要得到某部位n层图像，每个像素矩阵为128行，则数据采集周期必须重复 128×n次。二维图像的检测时间Td可由下式决定：

Td＝矩阵行数Ny×激励层面数n×数据采集周期 T

相位编码的梯度磁场增量的变化次数决定了图像矩阵的行数。在确定的成像视野（field of view, FOV即成像范围的二维几何尺寸）内矩阵的行数决定了每个像素的几何尺寸，如图6-13 所示，因而也就决定了图像的空间分辨力（即空间两点像素的最小区分能力），而检查时间正比于图像的空间分辨力。

图 6-13 （a）无相位编码时从选择层面测得的信号S （ b）加入弱梯度磁场的相位编码时测得的信号S （ c） 加入强梯度磁场的相位编码时测得的信号S （d）相位编码和频率编码结合将选择层面内的像素分 割开来，每个象素的几何尺寸由△x和△y决定

可见，在二维成像方法中，相位编码只解决y方向的体素识别，x方向的体素识别还需加人x方向的梯度磁场来实现频率编码。所谓频率编码（frequency encoding）是利用 x 方向的梯度磁场沿x方向对组织体素进行位置标记的方法。频率编码的原理是：在射频脉冲激励的同时，加人x方向的梯度磁场。由于梯度磁场的作用，每个体积元内的磁化强度与相邻体积元内的磁化强度具有不同的进动频率，从而产生的自由感应衰减信号的频率也略有差别。

图6-14 频率编码和相位编码对个体素磁化矢量的作用

在二维成像技术中，由射频线圈接收到的MRI信号是受激层面内各体素产生的MRI信号 13

的总和。各相邻体素间产生的 MR 信号的频率和相位存在着细微的差别，正是这种差别为图像重建创造了条件，图6-14给出了频率编码和相位编码对选择层面内各体素的综合作用。在水平方向上的这种差别表现为磁矩的频率差，在垂直方向上表现为矢量的相位差。通过二维傅里叶反变换可以适当地把各体素磁化矢量的这些差别分解出来，从而获得各体素元的共振信息，并按检测信号的强弱给每个体素不同的灰度，这样就构成了一幅二维图像。

2.K空间

K空间为MR图形原始资料的填充储存空间格式，填充后的资料经傅立叶转换，重建出MR图像。下图所示为典型的K空间

比如矩阵为256*256的图像需要采集256条相位编码线来完成K空间的填充，每条相位编码线含有全层MR信息。K空间呈对称填充，但是K空间的数据点阵与图像的点阵不是一一对应的。填充K空间中央区域的相位编码线决定图像的对比，填充K空间周边区域的相位编码线决定图像的解剖细节。如下图所示：

K空间的填充形式有对称、循序填充和螺旋式填充以及放射状填充。

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3 核磁图像傅里叶重建

由傅里叶变换的性质和特点知：频率不同的信号经傅里叶变换后，可由它们在频谱图中谱线的位置加以识别；而频率相同，相位不同的信号的傅里叶变换可由它们的谱线与坐标轴的偏转角度加以区别。傅里叶变换的这些特点刚好适应了为MR信号采集设计的各种编码方式的解码需要。

图6-15描述了平面内 A、B两点图像由二维傅里叶变换方法得到的重建图像的主要过程。Z方向梯度场 Gx选定该成像平面， x 方向加人梯度磁场Gx认实现频率编码，y方向加人梯度磁场Gy实现相位编码，y方向的相位编码为n次。图 6-15 ( a）为Gy变化时采集到的时域 FID信号谱，对每个FID信号进行傅里叶变换将得到图（b）所示的频谱图。因为 x 方向只有物体 A 、B两点，所以各FID傅里叶变换的结果中都表现为ωAx、ωBx处的两条谱线。由于相位编码使各 FID 稍有不同，沿Gy方向得到的 FID 信号的频率相同，但相位不同，因此变换的结果得到图（c）左侧的结果。对该结果再进行傅里叶反变换就得到了图（c）右侧的重建图像。由图可见，沿 x方向进行的傅里叶变换识别出 A 、B 在x方向的空间位置（ωAy、ωBy），从而决定了 A 、B点的位置坐标。这就是二维傅里叶变换成像的基本原理。

二维傅里叶变换成像的典型脉冲序列为 90°脉冲后跟随一个180°脉冲。脉冲序列、梯度磁场和产生自旋回波的 FID信号的时序如图 6-16 所示。

扫描序列分类

扫描序列，或称脉冲序列。简单说，是指为了产生磁共振图像数据，而施加的一系列射频脉冲和梯度脉冲的时间顺序。

临床上常用的序列大致分为两种：SE（自旋回波）、GRE（梯度回波）。并由这两个基本序列引出若干变种。

15

图6-15 XY平面内A、B两点的二维佛里叶变换实现MR原理图

有的扫描序列加有一个反转恢复预备脉冲：

例如：

ir －带反转恢复预备脉冲的SE

tir －带反转恢复预备脉冲的TSE

tgir －带反转恢复预备脉冲的tgse

hir －带反转恢复预备脉冲的haste

epir －带反转恢复预备脉冲的epi

由磁共振原理可知，接收线圈检测到的 FID 信号的强度与下列因素有关，即质子密度T1弛豫时间和T2弛豫时间。检测到 FID 信号的强度变化反映了受激组织磁化强度矢量 M 在弛豫过程中的变化规律。磁化强度矢量 M 的变化规律由下式表示：

(6-23)

该表达式以 z 轴方向为层面选择方向，静磁场 Bo与 Z轴同方向。 K为常数，它取决于接收线圈的灵敏度和机器的电子电路。 Mo为磁化矢量的初始值，即受检体进人磁共振扫描机之后，射频脉冲作用之前的平衡磁化矢量，£1是 T1的函数，£2是T2的函数。质子密度的信息包含在 Mo中（单位体积内自旋质子越多Mo越大） , Mo有时也写成 N ( H ）。

如将 M 在纵向弛豫过程和横向弛豫过程的变化分开来讨论。由 Bloch 方程描述的弛豫过程可改写如下：

16

（6-24）

其中城Mx（ 0 ）和Mxy(max)分别表示弛豫开始时（ t = 0 ）磁化矢量在 Z 轴和 XY 平面内的分量。 （6-25）

图 6-16 二维傅里叶变换成像方法中层面选择，相位编码Gy，频率编码Gx及其与射频脉冲和回波信

号的时序关系

1 ．反转恢复法

反转恢复法（inversion recovery, IR ）是以 180°RF 脉冲做为激励脉冲，使选择层面的质子平衡磁化矢量翻转 180°，并在磁化矢量恢复期（弛豫过程中）加人90°检测脉冲，其后检测 PID 信号的一种脉冲序列。这种方法是获得 T1加权图像的常用脉冲序列。

2 ．自旋回波法和部分饱和法

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自旋回波法（spin echo，SE ) SE 序列是临床 MR 成像中应用最普遍的脉冲序列之一。所谓自旋回波法是以 90°脉冲激励平衡状态的磁化强度矢量翻转到 XY 平面，然后以180° 反转脉冲使Mx倒相180°，如果将90°脉冲激励后所测到的FID信号的时间为TE，经过回波时间TE／2 检测重新聚积的磁化矢量Mxy产生的FID信号的方法。 部分饱和法（partial saturation , PS） 是利用90°激励脉冲使平衡磁化倾倒并逐渐恢复， 经过一段时间后，再次加人 90°脉冲，检测弛豫过程的 FID 信号的方法。部分饱和法可因被检组织弛豫特性的不同既可以检测 T1又可以检测 T2，有时也称为反复 FID 法。 3 ．快速成像脉冲序列 快速成像一直是 MR 成像研究人员致力的目标，它可以显著地缩短 MR 系统的成像时间，从而有利减少因运动性器官和血流形成的运动伪像。因成像时间短，可实现在吸气和呼气状

态下对上腹成像。快速成像序列发展较快，种类也较多，成像时间还在进一步缩短，时

至今日， MR 对心脏、血流的成像已成为可能。临床常用的快速成像序列有．

RARE （rapid acquisition with relaxation enhancement ）序列 该序列与 SE 多回波序列有类似之处，都是采用90°- 180°- 180°„„ 的自旋回波形式。不同之处在于 RARE 序列在单个 90°- 90° 即TR期间使用的多个 180°脉冲分别与相位编码对应，而常规 SB 多

回波序列是 90°脉冲与相位编码对应。因此， RARE 序列大大减少了数据采集的时间。 梯度回波序列（gradient echo , GE）梯度回波序列是在 SE 基础上发展起来的。与常规SE序列不同的是：一、梯度回波序列使用的第一个脉冲小于90°，因此，接受此脉冲后，质子在纵向上的磁化矢量仍保持较大值，磁化矢量在纵向上恢复到平衡位置所需的时间也明显较 SE 序列短，故可有效地缩短TR时间；二、梯度回波序列不是使用 180°脉冲使横向磁矩同相位化（聚焦），而是加上与层面选择梯度反向的梯度实现上述目的产生回波信号；三、

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梯度回波序列回波时间TE明显缩短，减少了数据采集时间。

梯度回波序列主要是 FLASH 序列和 FlSP 序列。

FLASH 序列有时也称快速小角度翻转脉冲序列，其脉冲形式及编码时序如图6-17 所示，其特点是：

图6-17 FLASH序列脉冲激励与梯度场的排列时序

在梯度回波后，在层面选择梯度方向上再加一“干扰梯度”，使残留的质子横向磁矩在下 次 RF 脉冲到来之前完全失去相位同步；

因TE、TR短，图像具有 T1加权的特性；

因TE时间极短，使多平面成像成为可能；

当翻转角为 90°时，FLASH 序列类似于SE 序列；

当选择的TR较长并与普通的 SE 序列类似时，因 FLASH 的翻转角小，质子的横向磁矩显然比普通SE序列要小，经TR之时间后产生的回波信号比 SE 序列弱。

FISP 序列的脉冲激发及梯度开启方式如图 6-18 所示，该序列与 FLASH 序列完全不同之处是： FLASH 序列在回波之后给予一个“干扰梯度”以消除横向磁矩的同步性，而 FlSP 序列却给予一补偿梯度，使相位达到更大限度的同步，故 FlSP 序列所接收的 MR 信号强度取决于质子横向磁矩在获得补偿梯度之前是否相位失同步及其失同步的快慢（T2）和质子接受补偿梯度后横向磁矩的同相位化程度。一般来说，T2越长，质子相位聚集越完全，所得的 MR 信号则越强。

图6-18 FLSP序列脉冲激励与梯度场的排列时序

若TR很长，对 FISP 序列而言，因下一次脉冲到来时无横向磁矩，其效果类似于 FLASH 序列中人工加人一个“干扰梯度”所造成的横向磁矩的相位失同步作用。此时的 FISP 序列基本等同于FLASH序列。

若TR缩短，以使T2衰减较少而保留有较多的同相位化横向磁矩时， FISP 序列的信号 19

强度则明显高于 FLASH序列。因此可以说， FISP序列对长T2值的组织显示较 FIASH 好。同样，因 FISP 序列最大限度地考虑了组织的横向磁矩及其衰减的情况，因此对 T2值较长的组织显示较好。

FLASH技术采用的翻转角为 10°至 45°，回波时间约10毫秒左右，所采取的重复时间TR可降低至 20 毫秒，在该段时间内完成层面选择、相位编码和数据采集三项工作， 256 x 256 图像所需时间约为 5 秒。

（四）、核磁图像加权

MR 图像中主要以 Tl 、T2和 N ( H ）为参数进行成像，实际上是利用脉冲序列中的各种参数如TR、TE、 T 1，调节 MR 信号的采集过程而成像。图像合成的基本想法是：在收集成像数据中，按照可调脉冲时间参数的组合形式计算出 MR 参数 T 1、T2或 N ( H）。如部分饱和法时所做的那样。只要能逐点计算出固有参数（T1、T2、N ( H )) ，就可再由固有参数生成基本图像。这样得到的图像与脉冲序列可调参数无关，因为图像每个点的亮度只代表该组织的 T1、2或 N ( H）值。

设图像由一系列像素组成，对应时间Ta 、Tb、Tc和Td得到四幅图像（图 6-19 ) ，图中第 i , j 像素坐标的信号强度为

(6-26)

其中 K 二£（TR， T2ij， N ( H ）ij）。上式是斜率为一 l ／T2ij。的直线，将n个数据点值代人上式计算该直线方程，就可以解出像素 ij 的 T2值。按照这种方法可以推算出所有其他像索的 T 2值，从而得到 T2图像。

同样也可以选用不同的TR值，获得两幅或更多的图像，推算出 T 1；图像和质子密度图像。图6- 19 ( b ）为计算出的 T2 ：图像和质子密度图像。基本图像除了具有研究意义外，在临床中也有实际意义。用这种方法可以得到质量较好的图像质量。

由于个别图像噪声和伪差的影响，由以上方法计算所得的 N〔H ) , T1 和T2常常是不够准确的。因此，常从 6-19 幅图像中获得原始数据，用指数最小平方回归（如上所述），多点拟合迭代等数学方法计算 N ( H ) , T1和T2图像。从统计学观点看，采用的图像越多，噪声越低。但实际上由于受检者在检查时不可能保持静止不动，采用的图像越多，呼吸、心脏跳动和大血管的搏动的带来的噪声也越多。

经过计算得到的 N ( H ）、T1和T2的图像应和所采用的扫描方法没有关系。实际上却很难对不同MR成像系统所产生的 Tl 和T2值进行比较，其中一个主要因素是外加磁场影响，磁场强度的不同会导致不同的计算结果，尤其是 Tl 弛豫时间常常因外加磁场强度的增加而延长。

利用各种脉冲序列得到的 MR 图像基本上是加权图像，采用脉冲序列所测得的信号强度为（重写式（

6- 23 ) :

通过调节序列中的脉冲间距，就能改变 £1 和£2的影响程度。如果较小的 T1改变能导致较大的£1值改变，则信号强度S的大小主要取决于组织间 Tl 的差别，这种图像称为 T 1加权（T1-weighted）图像；同样，当图像对组织间T2差别较敏感时，称为，T2加权（T2- weighted）图像；如果图像对T1和T2都不敏感，其对比度仅仅取决于组织间质子密度的差别，这种图像称为自旋密度图像。

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图6-19 从四幅回波图象通过逐点计算出T2图象和质子密度图象的原理示意图

（a）T2图象 （b）质子密度图象

在脉冲序列中，由操作者改变的参数有T；TE和TR。通过对这些参数的选择，可以得到不同性质的加权图像。如常用的反转恢复（IR）序列可以通过 T1的选择实现 T1加权。 T1较短时，不同 T1值的组织纵向恢复值差异较大，因此信号强度对组织 T1的依赖性较强。在图像中 T l 的权重占主导地位，这就是加权的概念。对于 IR 序列，当 T1较长时，信号强度又主要与质子密度有关，因此，得到的图像又变为质子密度图像了。

（五）、扫描序列命名规则：

Siemens常规命名：(加权_)序列名_参数

Fid Free Induction Decay

自由感应衰减

Se Spin echo sequence

自旋回波

Gre Gradient Echo Sequence

梯度回波

Tse Turbo Spine Echo

快速自旋回波

Ep Echo planar Imaging

回波平面成像

Haste Half Fourier Single shot Turbo Spin echo

半傅立叶单次激发快速自旋回波

Tgse Turbo Gradient Spine Echo

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Medic

Psif

Svs

Tfi

Ciss

Dess

Fl

Trufi

_bold

_cb

_ce

_cine

_diff

_fid

_fq

_mc

_pc

_tof

_r

_rd

_rst

Multi-Echo Data image Combination 多回波数据图像组合 Time-Reversed FISP sequence (FISP = fast image with Steady state precession) 时序反转FISP序列（FISP＝稳态进动快速成像） Single Voxel Spectroscopy 单体素波谱 TurboFLASH 快速FLASH Constructive Interference Steady State 结构干涉稳态 Dual Echo Steady State 双回波稳态 FlASH(fast low-angle shot) 快速低翻转角激发 TrueFISP(FISP = fast imaging with steady state precession) 快速FISP 快速梯度自旋回波 Sequence for BOLD Imaging (BOLD = blood oxygen level dependency) 血氧水平评估成像序列 For Determining the contrast Bolus 对比度造影剂检测 For Contrast-Enhanced Angiography 对比度增强血管造影术 Cine Sequence with Constant RF for Cardiac Imaging 电影模式的心脏图像 Sequence for Diffusion Contrast 扩散对比度的序列 Free Induction Decay , e.g., ep_fid: Gradient Echo Variant of the EPI Sequence 自由感应衰减。 比如： ep_fid: 梯度回波EPI Flow Quantification 流动量化 Multi-Contrast Sequence 多对比度序列 Phase Contrast Angiography 相位对比度血管造影 time-of-Flight 时飞法 With Flow Compensation 含流动补偿 Rephased-Dephased Angiography Sequence 聚相－散相血管造影序列 Sequence with “Restore Pulse” 22

带恢复脉冲的序列

_rt Sequence for Interactive Real Time Imaging 交互式实时成像序列

_se Spine Echo Sequence

自旋回波序列

_sheco Shared Echo sequence(Double-Contrast TSE) 共享回波序列（双对比TSE）

_shphs Shared Phases Sequence (cardiac cine)

_st Steam(stimulated Echo Sequence)

_vibe

_peri_tof

_vfl

..b..

..r..

..2d..

..3d..

.._15.. Echo Time

共享相位序列（心脏电影成像） 自激回波序列 volume interpolated Breath-hold Examination 容积插值屏气检查 Time-of-Flight Sequence , optimized for peripheral angiography 优化的外周血管造影时飞法序列（心电门控） variable Flip Angle 可变翻转角（激发角度） Bandwidth per Pixel; 扫描带宽（Hz/Px） With flow compersation. 含流动补偿 2-D Imaging 2维成像 3-D Imaging 3维成像 回波

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图6-21 西门子序列信噪比计算方法

图6-22 西门子序列参数卡

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图6-23 西门子序列参数卡-分辨率

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